JP7221371B1 - 磁気共鳴イメージング装置、血管画像生成方法、および記録媒体 - Google Patents

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Abstract

【課題】水脂肪スワップによる血管信号の劣化が改善された画像を取得する技術を提供する。【解決手段】血管を含む撮影部位から、アウトオブフェーズ信号７１およびインフェーズ信号７２を受信する磁気共鳴イメージング装置１０が、アウトオブフェーズ信号７１およびインフェーズ信号７２を表すデータを含むデジタル信号を処理するプロセッサであって、デジタル信号に基づいて水画像Ｗａを生成すること、および水画像Ｗａに、アウトオブフェーズ信号７１の信号強度|Ｉin|およびインフェーズ信号７２の信号強度|Ｉout|を加算することにより、血管を表す血管画像を生成すること、を含む動作を実行するプロセッサを含む。【選択図】図５

Description

本発明は、血管画像を生成する磁気共鳴イメージング装置、血管画像を生成する血管画像生成方法、および血管画像を生成するための命令が格納された記録媒体に関する。
患者の体内の画像を非侵襲的に撮影する医用装置として、ＭＲＩ（Magnetic Resonance Imaging）装置が知られている。ＭＲＩ装置は、患者にＸ線を照射するのではなく、患者に磁場を印加し、画像データを収集する。したがって、ＭＲＩ装置は患者を被曝させずに画像データを収集することができるので、安全性の高い医用装置として、病院等の医療施設に普及している。
"Single slab 3D mDixon using water only image for coronary artery" Nezafat, M., Henningsson, M., Ripley, D.P. et al. Coronary MR angiography at 3T: fat suppression versus water-fat separation. Magn Reson Mater Phy 29, 733-738 (2016). https://doi.org/10.1007/s10334-016-0550-7 "Single slab 3D mDixon using water only image with contrast agent for peripheral MRA" Leiner, T., Habets, J., Versluis, B. et al. Subtractionless first-pass single contrast medium dose peripheral MR angiography using two-point Dixon fat suppression. Eur Radiol 23, 2228-2235 (2013). https://doi.org/10.1007/s00330-013-2833-y
ＭＲＩ装置は、様々な種類のＭＲ画像を取得することができるので、患者を診断する上で非常に重要である。例えば、患者の血管を撮影したい場合、ＭＲＡ（Magnetic Resonance Angiography）により、患者の血管画像を取得することができる。血管画像を取得する手法として、シングルスラブ（Single Slab）のディクソン（Dixon）法を用いた水脂肪分離ＭＲＡが知られている（例えば、非特許文献１および２参照）。また、マルチスラブのディクソン法を用いた水脂肪分離技術も知られている。ディクソン法による水脂肪分離ＭＲＡは、良好な脂肪分離が可能で、Ｂ０およびＢ１不均一に対してロバストで、動きアーチファクトにも耐性があり、有望な手法として期待されている。ディクソン法では、水と脂肪の化学シフトの差から計算される水画像を使用して、ＭＲＡの血液信号が視覚化される。しかし、解剖学的領域（例えば、組織と空気との間の境界部分）に位相が急激に変化するＢ０不均一が現れると、「水脂肪スワップ」が発生し、本来は水画像の信号が脂肪画像の信号になるとともに、本来は脂肪画像の信号が水画像の信号になり、誤った分離をしてしまうことがある。その結果、水画像の血液信号が低下し脂肪画像では高信号となる。このため、血管信号が背景信号に埋もれてしまい高品質な血管画像を取得することが難しい場合がある。
したがって、水脂肪スワップによる血管信号の劣化が改善された画像を取得することが望まれている。
本発明の第１の観点は、血管を含む撮影部位から、エコー時間が異なる複数のＭＲ信号を受信する磁気共鳴イメージング装置であって、
前記複数のＭＲ信号を表すデータを含むデジタル信号を処理する1つ又は複数のプロセッサであって、
前記デジタル信号に基づいて水画像を生成すること、および
前記水画像と各ＭＲ信号の信号強度とを合成し、前記血管を表す血管画像を生成すること、
を含む動作を実行する1つ又は複数のプロセッサを含む、磁気共鳴イメージング装置である。
本発明の第２の観点は、血管を含む撮影部位から、エコー時間が異なる複数のＭＲ信号を受信すること、
前記複数のＭＲ信号を表すデータを含むデジタル信号に基づいて水画像を生成すること、および
前記水画像と各ＭＲ信号の信号強度とを合成し、前記血管を表す血管画像を生成すること、
を含む、血管画像生成方法である。
本発明の第３の観点は、１つ以上のプロセッサによる実行が可能な１つ以上の命令が格納されている記録媒体であって、前記一つ以上の命令は、前記１つ以上のプロセッサに、
血管を含む撮影部位から取得したエコー時間が異なる複数のＭＲ信号を表すデータを含むデジタル信号に基づいて水画像を生成すること、および
前記水画像と各ＭＲ信号の信号強度とを合成し、前記血管を表す血管画像を生成すること、
を含む動作を実行させる、記録媒体である。
本発明では、水画像と各ＭＲ信号の信号強度とを合成することにより血管画像を生成する。したがって、水画像のボクセル内においてスワップが発生することにより、ボクセル値が低下しても、前記各ＭＲ信号の信号強度が、スワップによるボクセル値の低下を補填することができる。このため、ボクセル内でスワップが発生しても、血管信号の欠損を軽減することが可能となる。
本発明の一実施形態のＭＲＩ装置を示す図である。 本実施形態のＭＲＩ装置１０で血管画像を生成するために実行されるフローチャートである。 スカウト画像４０の概略図である。 オペレータによって設定されたスラブの説明図である。 被検体をスキャンするために使用されるパルスシーケンスの説明図である。 ＳＡＴパルス５０の説明図である。 パルスシーケンスＰＳ２の説明図である。 本発明の他の実施形態におけるパルスシーケンスの基本的な構成の説明図である。 水画像の一例と、血管画像の一例を示す図である。
以下、発明を実施するための形態について説明するが、本発明は、以下の形態に限定されることはない。
図１は、本発明の一実施形態のＭＲＩ装置を示す図である。
ＭＲＩ装置１０は、超電導マグネットユニット１２、傾斜磁場コイルユニット１３、およびボディコイルユニット１４を有している。
超電導マグネットユニット１２は、例えば、環状の超伝導マグネットを含んでいる。このマグネットは、トロイダル真空容器内に設けられている。超電導マグネットユニット１２は静磁場Ｂ０を発生する。
また、ＭＲＩ装置１０は傾斜磁場コイルユニット１３を含んでいる。傾斜磁場コイルユニット１３は、撮影空間１８に傾斜磁場を印加する。傾斜磁場コイルユニット１３は、３つの傾斜磁場コイルシステムを含んでいる。３つの傾斜磁場コイルシステムは、撮影条件に従って、周波数エンコード方向、位相エンコード方向、およびスライス選択方向に傾斜磁場を印加する。具体的には、傾斜磁場コイルユニット１３は、互いに直交する3つの空間軸（ｘ軸、ｙ軸、およびｚ軸）に沿う傾斜磁場を印加する。
ボディコイルユニット１４は、撮影対象（例えば、患者）１６にＲＦパルスを印加したり、撮影対象１６からＭＲ信号を受信するために使用することができるＲＦコイルユニットである。
撮影対象１６の撮影部位には表面コイルユニット１５が設置されている。表面コイルユニット１５は撮影対象１６の撮影部位を取り囲むように設置されている。表面コイルユニット１５は撮影対象１６において発生したＭＲ信号を受信するＲＦコイルユニットである。尚、表面コイルユニット１５は、ＲＦパルスを送信する機能とＭＲ信号を受信する機能とを有する送受信兼用のコイルであってもよい。
また、ＭＲＩ装置は、Ｔ／Ｒスイッチ２０、ＲＦ駆動ユニット２２、傾斜磁場コイル駆動ユニット２３、データ取得ユニット２４、制御ユニット２５、データ処理ユニット３１、操作コンソールユニット３２を有している。
Ｔ／Ｒスイッチ２０は、ボディコイルユニット１４が受信モードで動作する場合、ボディコイルユニット１４をデータ取得ユニット２４に接続し、ボディコイルユニット１４が送信モードで動作する場合、ボディコイルユニット１４をＲＦ駆動ユニット２２に接続することができる。また、Ｔ／Ｒスイッチ２０は、表面コイルユニット１５が受信モードで動作する場合、表面コイルユニット１５をデータ取得ユニット２４に接続し、表面コイルユニット１５が送信モードで動作する場合、表面コイルユニット１５をＲＦ駆動ユニット２２に接続することができる。表面コイルユニット１５がＭＲ信号を受信し、ボディコイルユニット１４がＲＦ信号を送信する場合、Ｔ／Ｒスイッチ２０は、ＲＦ駆動ユニット２２がボディコイルユニット１４を駆動し、表面コイルユニット１５により受信されたＭＲ信号がデータ取得ユニット２４に出力されるように、スイッチングすることができる。ボディコイルユニット１４および表面コイルユニット１５は、送信専用モード、受信専用モード、または送受信モードで動作することができる。
ＲＦ駆動ユニット２２は、制御ユニット２５からの制御信号に基づいて、ボディコイルユニット１４を駆動して高周波磁場を撮影空間１８に形成するために使用される。ＲＦ駆動ユニット２２は、例えば、ゲート変調器、ＲＦ電力増幅器、およびＲＦ発振器を含んでいる。ＲＦ駆動ユニット２２では、ＲＦ発振器から受信したＲＦ信号がゲート変調器で変調される。ゲート変調器によって変調されたＲＦ信号は、ＲＦ電力増幅器によって増幅され、ボディコイルユニット１４又は表面コイルユニット１５に出力することができる。
傾斜磁場コイル駆動ユニット２３は、制御ユニット２５からの制御信号に基づいて傾斜磁場コイルユニット１３を駆動し、それによって傾斜磁場を撮影空間１８に生成する。傾斜磁場コイル駆動ユニット２３は、傾斜磁場コイルユニット１３に含まれる３つの傾斜磁場コイルシステムに対応する３つのシステムのドライバ回路（図示せず）を含んでいる。
データ取得ユニット２４は、前置増幅器、位相検出器、およびアナログ／デジタル変換器を含んでいる。表面コイルユニット１５は、受信したＭＲ信号に対応するアナログ信号を出力し、このアナログ信号はＴ／Ｒスイッチ２０を介してデータ取得ユニット２４の前置増幅器に供給される。アナログ信号は前置増幅器で増幅され、増幅されたアナログ信号が位相検出器で位相検波され、位相検波されたアナログ信号がアナログ／デジタル変換器でデジタル信号に変換される。こうして得られたデジタル信号は、データ処理ユニット３１に出力される。
また、ＭＲＩ装置１０はテーブルを有している。制御ユニット２５からの制御信号に基づいてテーブルを移動させることにより、撮影対象１６を撮影空間１８内に移動させることができる。
制御ユニット２５は、１つ以上のプロセッサと、１つ以上のプロセッサによって実行されるプログラムが記録された記録媒体とを含んでいる。プロセッサは、デジタル信号プロセッサ、フィールドプログラマブルゲートアレイ（ＦＰＧＡ）、グラフィックスプロセッシングユニット（ＧＰＵ）、または他のタイプのプロセッサなど、処理機能を実行することができる電子構成要素を含むことができる。プログラムは、プロセッサに、撮影対象１６の検査を行う上で必要な様々な動作を実行させる。記録媒体は、例えば、ＲＯＭ、可撓性ディスク、ハードディスク、光ディスク、光磁気ディスク、ＣＤ－ＲＯＭ、不揮発性メモリなどを含むことができる。制御ユニット２５は、テーブル、ＲＦ駆動ユニット２２、傾斜磁場コイル駆動ユニット２３およびデータ取得ユニット２４を制御するための制御信号を出力する。また、制御ユニット２５は、操作コンソールユニット３２から受信した操作信号に基づいて、ＭＲ画像を取得するためにデータ処理ユニット３１を制御する。
操作コンソールユニット３２は、入力装置および表示装置を有している。入力装置は、例えば、マウス、ジョイスティック、キーボード、トラックボール、タッチ操作画面、ライトペン、および他の入力機器を含むことができる。表示装置は、例えば制御ユニット２５から受信した制御信号に基づいて表示装置の表示画面に画像を表示する。表示装置は、例えば、ＬＥＤ（Light Emitting Diode）表示部、ＬＣＤ（Liquid Crystal Display）、有機ＥＬ（Electro-Luminescence)表示部を含むことができる。表示装置は、例えば、データ処理ユニット３１により生成された撮影対象１６の二次元（２Ｄ）スライス画像または三次元（３Ｄ）画像を表示する。操作コンソールユニット３２は、例えば、撮像プロトコルなどのデータを入力したり、撮像シーケンスを実施する領域を設定したりするために、オペレータによって使用される。操作コンソールユニット３２は制御ユニット２５と通信することができる。撮像プロトコルおよびスキャン条件に関するデータは、制御ユニット２５に出力される。
データ処理ユニット３１は、１つ以上のプロセッサと、プロセッサが所定のデータ処理を実行するためにプロセッサにより実行されるプログラムを記録した記録媒体とを含んでいる。プロセッサは、デジタル信号プロセッサ、フィールドプログラマブルゲートアレイ（ＦＰＧＡ）、グラフィックスプロセッシングユニット（ＧＰＵ）、または他のタイプのプロセッサなど、処理機能を実行することができる電子構成要素を含むことができる。データ処理ユニット３１は、制御ユニット２５に接続されており、制御ユニット２５から受信した制御信号に基づいてデータ処理を行う。データ処理ユニット３１は、データ取得ユニット２４で生成されたデジタル信号に基づいて、ＭＲ画像を生成する。
磁気共鳴メージング装置は、スキャン中、ＲＦコイルアレイインターフェースケーブル（図示せず）を使用してＲＦコイル（例えば、ボディコイルユニット１４および表面コイルユニット１５）と処理システム（例えば、データ取得ユニット２４、制御ユニット２５など）との間で信号を送信し、ＲＦコイルを制御したり、ＲＦコイルによりＭＲ信号を受信することができる。例えば、ボディコイルユニット１４は、ＲＦ信号を送信し、表面コイルユニット１５は、ＭＲ信号を受信する。磁気共鳴イメージングシステムは、受信されたＭＲ信号に基づいて各種のＭＲ画像を生成することができる。
ＭＲＩ装置は上記のように構成されている。
ＭＲＩ装置は、様々な種類のＭＲ画像を取得することができるので、患者を診断する上で非常に重要である。例えば、患者の血管を撮影したい場合、ＭＲＡにより、患者の血管画像を取得することができる。血管画像を取得する手法として、例えば、ディクソン法による水脂肪分離ＭＲＡが知られている。ディクソン法による水脂肪分離ＭＲＡは、水のプロトンが脂肪のプロトンよりもわずかに回転速度が速いという特性を利用して、血管画像を取得する方法である。ディクソン法による水脂肪分離ＭＲＡは、良好な脂肪分離が可能で、Ｂ０およびＢ１不均一に対してロバストで、動きアーチファクトにも耐性があり、有望な手法として期待されている。以下に、ディクソン法による水脂肪分離の原理ついて説明する。尚、この説明に当たっては、ディクソン法による水脂肪分離の代表的な手法の１つである2-point Dixon（２ポイントディクソン）法を取り上げて説明することにする。
2-point Dixon法では、インフェーズ（in-phase）信号Ｉinとアウトオブフェーズ（out of phase）信号Ｉoutとを取得する。静磁場が均一であり、磁化率が無視できると仮定すると、インフェーズ信号Ｉinおよびアウトオブフェーズ信号Ｉoutは以下の式で表すことができる。

Ｉin ＝Ｗ＋Ｆ ・・・（１）
Ｉout＝Ｗ－Ｆ ・・・（２）

ここで、Ｗは、各ボクセルにおいて、水の磁化の量に比例する正の実数の値であり、Ｆは、各ボクセルにおいて、脂肪の磁化の量に比例する正の実数の値である。
水の磁化と脂肪の磁化の分離画像は、以下の式により再構成することができる。

Ｗ＝１／２（Ｉin＋Ｉout） ・・・（３）
Ｆ＝１／２（Ｉin－Ｉout） ・・・（４）
また、Ｉinの信号強度、およびＩoutの信号強度を使用して水画像および脂肪画像を別の表記で表すことができる。

Ｗａ＝１／２（|Ｉin|＋ρ|Ｉout|） ・・・（５）
Ｆａ＝１／２（|Ｉin|－ρ|Ｉout|） ・・・（６）

ρ＝＋１ if Ｗ＞Ｆ
ρ＝－１ if Ｗ＜Ｆ
ここで、式（５）におけるＷａは水画像を表し、式（６）におけるＦａは脂肪画像を表す。また、ρは、水画像および脂肪画像の各ボクセル内において、脂肪のプロトンが支配的なのか、水のプロトンが支配的なのかを示す２値符号係数である。
水画像Ｗａでは、静止組織に対して血液が強調して描出される。したがって、水画像Ｗａは、臨床現場において、患者の血流状態を診断するために使用されている。
一方、水画像Ｗａを表す式（５）に含まれているρは、Ｗ＞Ｆの場合ρ＝＋１となり、Ｗ＜Ｆの場合ρ＝－１となる。したがって、高品質な水画像Ｗａを得るためには、ボクセルごとに、ρが＋１であるのか、－１であるのかを正確に判定することが重要となる。しかし、水および脂肪の割合は一般的には分からないので、ρを正しく決定することは難しいという問題がある。
しかし、水画像の血液信号と脂肪を含む背景信号との間の画像コントラストを大きくしようと試みるDixon ＭＲＡでは、組織と空気（例えば、肺）との間の境界で急激に位相変化を生じさせる強いＢ０不均一又は磁化率が存在すると、正しいρの値を決定することができず、水脂肪分離が失敗し、水画像において血管信号の低下、欠損が発生するという問題がある。
また、水脂肪スワップが発生すると、水画像において血管信号が低下、欠損が発生し、この信号成分がアーチファクトとして脂肪画像に現れてしまうという問題もある。
そこで、本願発明者は、上記の問題に対処するために、2-point Dixon法において、血管信号の低下又は欠損が生じにくいイメージング方法を考え出した。以下に、このイメージング方法の原理について説明する。
本願発明者は、上記の問題に対処するために鋭意研究し、水画像Ｗａだけでなく、インフェーズ信号の信号強度|Ｉin|とアウトオブフェーズ信号の信号強度|Ｉout|も用いて水画像を再構成することを考え付いた。ここで、ρ＝１およびρ＝－１のそれぞれの場合に分けて、水画像Ｗａと、インフェーズ信号の信号強度|Ｉin|と、アウトオブフェーズ信号の信号強度|Ｉout|とを合成した画像について、以下に考察する。
（１）ρ＝１の場合（スワップが発生していない場合）
ρ＝１の場合、Ｗaと|Ｉin|と|Ｉout|との複合画像は、以下の式で表すことができる。
Ｗns＝Ｗａ＋｜Ｉin｜＋｜Ｉout｜
＝１／２（｜Ｉin｜＋｜Ｉout｜）＋｜Ｉin｜＋｜Ｉout｜
＝３／２（｜Ｉin｜＋｜Ｉout｜） ・・・（７）

ここで、式（７）のＷnsは、スワップが発生していない場合の複合画像を表す。
式（７）において、Ｗｂ＝１／２（｜Ｉin｜＋｜Ｉout｜）と置くと、以下の式（７）’が得られる。
Ｗns＝３Ｗｂ ・・・（７）’
（２）ρ＝－１の場合（スワップが発生した場合）
ρ＝－１の場合、Ｗaと|Ｉin|と|Ｉout|との複合画像は、以下の式で表すことができる。
Ｗｓ＝Ｗａ＋｜Ｉin｜＋｜Ｉout｜
＝１／２（｜Ｉin｜－｜Ｉout｜）＋｜Ｉin｜＋｜Ｉout｜
＝３／２｜Ｉin｜＋１／２｜Ｉout｜ ・・・（８）

ここで、式（８）のＷsは、スワップが発生した場合の複合画像を表す。
式（８）において、Ｗｂ＝１／２（｜Ｉin｜＋｜Ｉout｜）と置くと、以下の式（８）’が得られる。
Ｗｓ＝Ｗｂ＋｜Ｉin｜ ・・・（８）’
尚、式（７）’および（８）’の右辺に含まれるＷｂは、水のプロトンと脂肪のプロトンとのスワップが発生していない理想的な状況における水画像を表している。
ρ＝１の場合、式（７）’に示すように、Ｗａと|Ｉin|と|Ｉout|との複合画像Ｗnsの各ボクセルのボクセル値は、Ｗｂの３倍の値となる。一方、ρ＝－１の場合、式（８）’に示すように、Ｗａと|Ｉin|と|Ｉout|との複合画像Ｗｓの各ボクセルのボクセル値は、Ｗｂと|Ｉin|との和となる。
上記の説明から、複合画像ＷnsおよびＷsの各ボクセルのボクセル値は、スワップが発生していない理想的な水画像Ｗｂよりも大きい値を有することがわかる。したがって、水画像Ｗａのボクセル値に、|Ｉin|と|Ｉout|とを加算することにより、水脂肪スワップが発生しているか否かにかかわらず、スワップが発生していない理想的な水画像Ｗｂよりもボクセル値が大きい画像が得られることがわかる。この方法によれば、スワップにより水画像Ｗａに血管の欠損が発生していたとしても、血管の欠損が発生している部分に|Ｉin|が加算されるので、血管の欠損が低減された複合画像を得ることができる。本実施形態では、この点に着目し、以下の式に従って血管画像を生成する。
Ｃ＝Ｗａ＋|Ｉin|+|Ｉout| ・・・（９）

ここで、Ｃ：血管画像、Ｗａ：水画像、|Ｉin|：インフェーズ信号の信号強度、|Ｉout|：アウトオブフェーズ信号の信号強度
以下に、本実施形態において式（９）を用いて、動脈の血管画像を生成する手順について具体的に説明する。
図２は、本実施形態のＭＲＩ装置１０で血管画像を生成するために実行されるフローチャートである。
ステップＳＴ１では、オペレータがスキャン条件を設定する。本実施形態では、オペレータは、ＧＲＥ（Gradient Echo）法と2-point Dixon法とを用いて血管画像を生成するためのスキャン条件を設定する。スキャン条件には、スキャンパラメータの設定や、スラブの設定などが含まれる。
また、ステップＳＴ１では、ローカライザが実行される。表面コイルユニット１５は、ローカライザにより発生したＭＲ信号を受信し、受信したＭＲ信号に対応するアナログ信号（電気信号）を出力する。アナログ信号は、Ｔ／Ｒスイッチ２０を介してデータ取得ユニット２４に供給される。データ取得ユニット２４は、アナログ信号を増幅し、増幅したアナログ信号を位相検波し、位相検波したアナログ信号をデジタル信号に変換する。データ処理ユニット３１のプロセッサは、データ取得ユニット２４で生成されたデジタル信号に基づいて、スカウト画像を生成する動作を実行する。データ処理ユニット３１の記録媒体には、スカウト画像を生成するための１つ以上の命令又は１つ以上のプログラムが記憶されている。この命令又はプログラムは、１つ以上のプロセッサに、デジタル信号に基づいてスカウト画像を生成するための動作を実行させる。
ローカライザにより取得されるスカウト画像は、スラブを位置決めするために使用される。本実施形態では、患者の頭部および頸部を含む部位の血管を描出することを考えている。したがって、ローカライザにより、患者の頭部及び頸部を含む部位のスカウト画像が取得される。ローカライザにより取得されたスカウト画像は、操作コンソールユニット３２の表示部に表示される。図３は、表示部に表示されたスカウト画像４０の概略図である。ローカライザでは、アキシャル、サジタル、およびコロナルのスカウト画像を取得することができる。図３では、表示部にコロナルのスカウト画像４０が表示されている例が示されている。また、図３には、頭尾方向を表すＳＩ（superior-inferior）方向も示されている。
ローカライザを実行した後、オペレータは、スカウト画像４０上にスラブを設定する（図４参照）。
図４は、オペレータによって設定されたスラブの説明図である。
オペレータは、操作コンソールユニット３２の入力装置を操作して、撮影部位にスラブを設定するための操作信号を入力する。操作コンソールユニット３２の表示装置は、スカウト画像４０上にスラブを表示する。操作コンソールユニット３２、データ処理ユニット３１、および／又は制御ユニット２５のプロセッサは、操作コンソールユニット３２の入力装置から入力された操作信号を処理し、操作コンソールユニット３２の表示装置にスラブを表示させることができる。操作コンソールユニット３２、データ処理ユニット３１、および／又は制御ユニット２５の記録媒体には、操作信号に基づいてスラブを表示させるための１つ以上の命令又は１つ以上のプログラムが記憶されている。この命令又はプログラムは、１つ以上のプロセッサに、入力装置からの操作信号に基づいて、スラブを生成するための動作を実行させる。
本実施形態では、６個のスラブ６１～６６を設定する例が示されているが、撮影部位の範囲を考慮して、１個～５個のスラブを設定してもよいし、７個以上のスラブを設定してもよい。尚、６個のスラブ６１～６６のうち互いに隣り合うスラブは、隣り合うスラブの境界部分の画質劣化を軽減するために、オーバラップするように設定することも可能である。スラブ６１～６６を設定したら、ステップＳＴ２に進む。
ステップＳＴ２では、設定されたプロトコルに従って被検体の本スキャンが実行される。
図５は、被検体をスキャンするために使用されるパルスシーケンスの説明図である。
被検体をスキャンする場合、パルスシーケンスＰＳｊ（ｊ＝１～６）が実行される。パルスシーケンスＰＳｊは、ＧＲＥ法と2-point Dixon法とを利用してデータを収集するためのパルスシーケンスである。本実施形態では、ｊ＝１～６、すなわち、６個のパルスシーケンスＰＳ１～ＰＳ６が実行されるとするが、パルスシーケンスＰＳｊの実行回数は５回以下（例えば、１回）でもよいし、７回以上であってもよい。パルスシーケンスＰＳ１～ＰＳ６は、それぞれ、スラブ６１～６６からデータを収集するために実行されるシーケンスである。
図５では、パルスシーケンスＰＳ１～ＰＳ６のうち、代表して、パルシーケンスＰＳ１の具体的な構成が図示されている。
以下に、パルスシーケンスＰＳ１～ＰＳ６について説明する。
本スキャンの実行が開始されると、先ず、スラブ６１（図４参照）からデータを収集するためのパルスシーケンスＰＳ１が実行される。
パルスシーケンスＰＳ１は複数のサブシーケンスＳＳｒ（ｒ＝１～ａ）を含んでいる。
ｒ＝１のサブシーケンスＳＳｒ、すなわち、サブシーケンスＳＳ１に着目すると、サブシーケンスＳＳ１は、ＳＡＴ（飽和）パルス５０を有している。
図６はＳＡＴパルス５０の説明図である。
ＳＡＴパルス５０は、スラブ６１に隣接する領域１６１内を流れる静脈血の磁化を消失させるためのパルスである。制御ユニット２５および／又はデータ処理ユニット３１のプロセッサは、オペレータによって設定されたスラブ６１の位置を表すデータに基づいて、領域１６１を位置決めする動作を実行する。制御ユニット２５および／又はデータ処理ユニット３１の記録媒体には、スラブの位置を表すデータに基づいて、領域１６１を位置決めするための１つ以上の命令又は１つ以上のプログラムが記憶されている。この命令又はプログラムは、１つ以上のプロセッサに、領域１６１を位置決めするための動作を実行させる。具体的には、プロセッサは、スラブ６１に対してＳＩ方向のＳ（Superior）側においてスラブ６１に隣接するように領域１６１を位置決めする。ＳＡＴパルス５０は領域１６１を流れる静脈血の磁化を消失させることができるので、領域１６１からスラブ６１に静脈血が流入しても、スラブ６１内における静脈血の信号を抑制することができる。
領域１６１の幅は、スラブ６１の幅、静脈血の流速などに基づいて、決定することができる。尚、領域１６１は、領域１６１の一部がスラブ６１に重なるように位置決めすることが可能であり、また、領域１６１とスラブ６１との間に一定のギャップが設けられるように領域１６１を位置決めすることも可能である。
図5に戻って説明を続ける。
サブシーケンスＳＳ１は、ＳＡＴパルス５０の後に、2-point Dixon法によりエコー時間が異なるＭＲ信号を収集するためのデータ収集シーケンス部７０を含んでいる。データ収集シーケンス部７０は、ｍ個のα°パルス５ｕ（ｕ＝１、２，・・・m-1，ｍ）を含んでいる。ｍ個のα°パルス５１、５２、・・・５m-1、５ｍは、ＳＡＴパルス５０の後に印加されるパルスである。α°は、９０°より小さい角度とすることができ、例えば、２０°～７０°の間の角度とすることができるが、２０°～７０°の範囲外の角度に設定することも可能である。
また、データ収集シーケンス部７０は、傾斜磁場Ｇｘ、Ｇｙ、およびＧｚも含んでいる。図５では、傾斜磁場Ｇｘが示されている。傾斜磁場ＧｙおよびＧｚは図示省略されている。
ＳＡＴパルス５０が印加された後、α°パルス５１および傾斜磁場が印加され、アウトオブフェーズ信号７１およびインフェーズ信号７２が順に発生する。アウトオブフェーズ信号７１のエコー時間ＴＥは約２．３msecであり、インフェーズ信号７２のエコー時間ＴＥは約４．６msecである。
α°パルス５１から一定時間が経過したら、次のα°パルス５２（および傾斜磁場）が印加され、次のアウトオブフェーズ信号７１およびインフェーズ信号７２が収集される。
以下同様に、α°パルス５ｕと傾斜磁場とが印加され、α°パルスを印加するたびに、スラブ６１からアウトオブフェーズ信号７１およびインフェーズ信号７２を収集することができる。ｍ番目のα°パルス５ｍが印加された後、アウトオブフェーズ信号７１およびインフェーズ信号７２が収集される。このようにして、サブシーケンスＳＳ１が実行され、アウトオブフェーズ信号およびインフェーズ信号を収集することができる。
尚、サブシーケンスＳＳ１に含まれるα°パルスの数ｍは、ＳＡＴパルス５０による静脈血の抑制効果が維持される時間などを考慮して決定することができる。例えば、ｍ＝２００に設定することができる。
サブシーケンスＳＳ１を実行した後、次のサブシーケンスＳＳ２が実行される。
サブシーケンスＳＳ２は、位相エンコードの傾斜磁場の磁場強度が異なる点を除いて、サブシーケンスＳＳ１と同じである。したがって、サブシーケンスＳＳ２でも、最初にＳＡＴパルス５０が印加され、続いて、ｍ個のα°パルス５ｕ（ｕ＝１～ｍ）が印加され、アウトオブフェーズ信号７１およびインフェーズ信号７２が収集される。
以下同様に、サブシーケンスＳＳｒが繰り返し実行される。本実施形態では、サブシーケンスＳＳｒはａ回繰り返される。サブシーケンスＳＳ１～ＳＳａを実行することにより、スラブ６１の画像の再構成に必要な一連のＭＲ信号を収集することができる。ａの値は、例えば、ａ＝１０とすることができる。
スラブ６１のデータ収集が終了したら、次のスラブ６２のデータを収集するためのパルスシーケンスＰＳ２が実行される。パルスシーケンスＰＳ２は、パルスシーケンスＰＳ１と同様に、ａ個のサブシーケンスＳＳｒ（ｒ＝１～ａ）を有している。しかし、パルスシーケンスＰＳ２は、図７に示すように、α°パルスがスラブ６２を励起し、ＳＡＴパルスがスラブ６２に隣接する領域１６２を励起するように設計されている点が、パルスシーケンスＰＳ１とは異なっている。したがって、パルスシーケンスＰＳ２を実行することにより、静脈血を抑制しながらスラブ６２の画像再構成に必要なデータを収集することができる。
以下同様に、残りのスラブ６３～６６のデータを収集するためのパルスシーケンスＰＳ３～ＰＳ６が順に実行される。
パルスシーケンスＰＳ３～ＰＳ６は、パルスシーケンスＰＳ１と同様に、ａ個のサブシーケンスＳＳ１～ＳＳａを有している。しかし、α°パルスおよびＳＡＴパルスは、パルスシーケンスＰＳ１とは異なるように設計されている。具体的には、パルスシーケンスＰＳ３～ＰＳ６は、以下のように設計されている。
パルスシーケンスＰＳ３は、α°パルスがスラブ６３を励起し、ＳＡＴパルスがスラブ６３に対してＳＩ方向のＳ側においてスラブ６３に隣接する領域を励起するように設計されている。
パルスシーケンスＰＳ４は、α°パルスがスラブ６４を励起し、ＳＡＴパルスがスラブ６４に対してＳＩ方向のＳ側においてスラブ６４に隣接する領域を励起するように設計されている。
パルスシーケンスＰＳ５は、α°パルスがスラブ６５を励起し、ＳＡＴパルスがスラブ６５に対してＳＩ方向のＳ側においてスラブ６５に隣接する領域を励起するように設計されている。
パルスシーケンスＰＳ６は、α°パルスがスラブ６６を励起し、ＳＡＴパルスがスラブ６６に対してＳＩ方向のＳ側においてスラブ６６に隣接する領域を励起するように設計されている。
したがって、パルスシーケンスＰＳ１～ＰＳ６を実行することにより、スラブ６１～６６から画像再構成に必要なデータを収集することができる。
制御ユニット２５（図１参照）は、上記のパルスシーケンスＰＳ１～ＰＳ６が実行されるようにＲＦ駆動ユニット２２および傾斜磁場コイル駆動ユニット２３を制御する。ＲＦ駆動ユニット２２および傾斜磁場コイル駆動ユニット２３を制御するため、制御ユニット２５の記録媒体には１つ以上の命令又は１つ以上のプログラムが記憶されている。この命令又はプログラムは、１つ以上のプロセッサに、上記のパルスシーケンスＰＳ１～ＰＳ６が実行されるようにＲＦ駆動ユニット２２および傾斜磁場コイル駆動ユニット２３を制御する制御信号を生成するための動作を実行させる。
パルスシーケンスＰＳ１～ＰＳ６を実行することにより発生したアウトオブフェーズ信号７１およびインフェーズ信号７２は表面コイルユニット１５で受信される。表面コイルユニット１５は、受信したアウトオブフェーズ信号７１およびインフェーズ信号７２に対応するアナログ信号をデータ取得ユニット２４に出力する。
データ取得ユニット２４は、表面コイルユニット１５からのアナログ信号に基づいて、アウトオブフェーズ信号７１およびインフェーズ信号７２を表すデジタル信号を生成する。デジタル信号は、制御ユニット２５に出力される。デジタル信号を生成した後、ステップＳＴ３０に進む。
ステップＳＴ３０では、制御ユニット２５および／又はデータ処理ユニット３１のプロセッサが、データ取得ユニット２４からのデジタル信号に基づいて、水画像および脂肪画像を生成する。ステップＳＴ３０は、ステップＳＴ３およびＳＴ４を含んでいる。以下、ステップＳＴ３およびＳＴ４について説明する。
ステップＳＴ３では、制御ユニット２５および／又はデータ処理ユニット３１のプロセッサが、データ取得ユニット２４からのデジタル信号に基づいて、インフェーズ画像およびアウトオブフェーズ画像を生成する処理を実行する。制御ユニット２５および／又はデータ処理ユニット３１の記録媒体には、インフェーズ画像およびアウトオブフェーズ画像を生成するための１つ以上の命令又は１つ以上のプログラムが記憶されている。この命令又はプログラムは、１つ以上のプロセッサに、インフェーズ画像およびアウトオブフェーズ画像を生成するための動作を実行させる。インフェーズ画像およびアウトオブフェーズ画像を生成した後、ステップＳＴ４に進む。
ステップＳＴ４では、制御ユニット２５および／又はデータ処理ユニット３１のプロセッサが、ステップＳＴ３で生成したインフェーズ画像およびアウトオブフェーズ画像に対して水脂肪分離技術を適用し、水画像Ｗａおよび脂肪画像Ｆａを生成する動作を実行する。制御ユニット２５および／又はデータ処理ユニット３１の記録媒体には、水画像Ｗａおよび脂肪画像Ｆａを生成するための１つ以上の命令又は１つ以上のプログラムが記憶されている。この命令又はプログラムは、１つ以上のプロセッサに、水画像Ｗａおよび脂肪画像Ｆａを生成するための動作を実行させる。水画像Ｗａは、式（５）に従って生成することができ、脂肪画像Ｆａは式（６）に従って生成することができる。尚、式（５）および（６）の右辺に含まれるρの値は、水のプロトンが支配的である場合は、ρ＝１であり、脂肪のプロトンが支配的である場合、ρ＝－１である。水脂肪分離技術では、例えば、Ｂ０マップを用いることができる。水画像Ｗａおよび脂肪画像Ｆａを生成した後、ステップＳＴ５に進む。
ステップＳＴ５では、制御ユニット２５および／又はデータ処理ユニット３１のプロセッサが、水画像Ｗａと、インフェーズ信号の信号強度|Ｉin|と、アウトオブフェーズ信号の信号強度|Ｉout|とを合成して、血管画像Ｃを生成する。制御ユニット２５および／又はデータ処理ユニット３１の記録媒体には、血管画像Ｃを生成するための１つ以上の命令又は１つ以上のプログラムが記憶されている。この命令又はプログラムは、１つ以上のプロセッサに、血管画像Ｃを生成するための動作を実行させる。
血管画像Ｃは、先に説明した式（９）を用いて求めることができる。インフェーズ信号の信号強度|Ｉin|の値は、ステップＳＴ３で生成したインフェーズ画像のボクセル値を用いることができ、アウトオブフェーズ信号の信号強度|Ｉout|は、ステップＳＴ３で生成したアウトオブフェーズ画像のボクセル値を用いることができる。
このようにして、血管画像Ｃを生成したら、図２に示すフローを終了する。
本実施形態では、血管画像Ｃは、Ｗａと|Ｉin|と|Ｉout|との複合画像である。先に説明したように、スワップが発生していない場合、式（９）で血管画像Ｃを求めることにより、スワップが発生していない理想的な水画像Ｗｂに対してボクセル値が３倍の画像、すなわち、３Ｗｂのボクセル値を有する血管画像Ｃを得ることができる。一方、スワップが発生したとしても、式（９）で血管画像Ｃを求めることにより、スワップが発生していない理想的な水画像Ｗｂに対して|Ｉin|が加算されるので、血管の欠損が低減された血管画像を得ることができる。したがって、水のプロトンと脂肪のプロトンとのスワップが発生しているか否かにかかわらず、血管の欠損が低減された血管画像Ｃを得ることができる。
また、本実施形態ではρ＝１（スワップが発生していない場合）であっても、ρ＝－１（スワップが発生した場合）であっても、血管画像Ｃは、スワップが発生していない理想的な水画像Ｗｂよりも、少なくとも｜Ｉin｜だけ大きい値を有することができる（式（７）’および（８）’参照）。したがって、ρの真の値がρ＝１であるボクセルに対して、ρ＝－１であると誤って判定した場合であっても、理想的な水画像Ｗｂに｜Ｉin｜だけ大きい値を有する血管画像Ｃを得ることができるので、血管の欠損が低減された血管画像を得ることができる。このため、本実施形態では、ρの判定精度の良否の影響を受けにくいロバストな血管画像生成方法を提供することができる。
尚、本実施形態では、動脈の血管画像を生成する例について説明したが、本発明は、静脈の血管画像を生成する場合にも適用することが可能である。
尚、本実施形態では、本発明の原理を理解しやすくするために、各パルスシーケンスＰＳｊ（ｊ＝１～６）が、ＳＡＴパルス５０とα°パルス５ｕ（ｕ＝１～ｍ）とを含むサブシーケンスＳＳｒ（ｒ＝１～ａ）を含む例について取り上げている（図５参照）。しかし、本発明において実行されるパルスシーケンスは、上記の例に限定されることはない。以下に、本発明の他の実施形態におけるパルスシーケンスの基本的な構成について説明する。
図８は、本発明の他の実施形態におけるパルスシーケンスの基本的な構成の説明図である。
各パルスシーケンスＰＳｊは、ａ個のサブシーケンスＳＳｒ（ｒ＝１～ａ）を含んでいる。各サブシーケンスＳＳｒは、プレパレーションパルス部８１と、ディクソン法を利用したデータ収集シーケンス部８２と、待ち時間８３とを含んでいる。
プレパレーションパルス部８１は、背景に対する特定の組織のコントラストを強調したり、背景組織の信号を抑制したり、アーチファクトを抑制するために印加される１つ以上のプリパレーションパルスを含んでいる。プリパレーションパルスは、例えば、ＳＡＴパルス、ＤＥ（Driven Equilibrium）パルス（例えば、Ｔ２prep）、ＩＲ（Inversion Recovery）パルス、ＤＩＲ（Double Inversion Recovery）パルス、ナビゲータパルス、脂肪抑制パルス（例えば、Fat Sat）、磁化移動強調（ＭＴ）パルスである。先に説明した実施形態（図５参照）は、プリパレーションパルス部８１がＳＡＴパルス５０を含む例に相当する。
データ収集シーケンス部８２は、multi-point Dixon（マルチポイントディクソン）法を利用してデータを収集するためのパルスを含んでいる。図８では、隣り合うα°パルスの間に、エコー時間ＴＥが異なるn個のＭＲ信号ｑｉ（ｉ＝１～ｎ）を収集するn-point Dixon法を利用した例が示されている。したがって、表面コイルユニット１５は、エコー時間ＴＥが異なるn個のＭＲ信号ｑ１、ｑ２、・・・、ｑｎを受信する。例えば、ｎ＝３、すなわち、3-point Dixon（３ポイントディクソン）法でデータ収集する場合、表面コイルユニット１５は、ＭＲ信号ｑ１、ｑ２、およびｑ３を受信する。また、ｎ＝２、すなわち、2-point Dixon（２ポイントディクソン）法でデータ収集する場合、表面コイルユニット１５は、ＭＲ信号ｑ１およびｑ２を受信する。先に説明した実施形態（図５参照）は、2-point Dixon法によりＭＲ信号ｑ１およびｑ２（すなわち、アウトオブフェーズ信号７１およびインフェーズ信号７２）を収集する例に相当する。
待ち時間８３は、サブシーケンスＳＳｒのデータ収集シーケンス部８２が終了してから、次のサブシーケンスＳＳr+1の実行が開始されるまでに、スピンの縦磁化を回復させるために設けられた時間である。待ち時間８３は、ゼロにすることも可能である。
上記のサブシーケンスＳＳｒをａ回繰り返し実行することにより、１つのスラブの３Ｄ画像を再構成するために必要なデータを収集することができる。
制御ユニット２５は、各スラブからＭＲ信号を収集するためにパルスシーケンスＰＳｊが繰り返し実行されるように、傾斜磁場コイル駆動ユニット２３およびＲＦ駆動ユニット２２を制御するための制御信号を生成する。したがって、各スラブの画像再構成に必要なデータを収集することができる。
図８に示すパルスシーケンスＰＳｊによって得られたデータに基づいて生成される血管画像は、以下の式で表すことができる。

Ｃ＝｛a0*Ｗa + a1*|Ｉq1| + a2*|Ｉq2| + a3*|Ｉq3|+…+an*|Ｉqn|｝／Ａ・・（１０）
ただし、Ａ＝a0+ a1+ a2 + a3…+ an

ここで、 Ｃ：血管画像
Ｗａ：水画像
|Ｉqi|（ｉ＝１～ｎ）：n個のＭＲ信号ｑ１、ｑ２、・・・ｑｎのうちの、ｉ番目に発生するＭＲ信号ｑｉの信号強度
ai（ｉ＝０～ｎ）：係数
血管画像Ｃは、水画像Ｗａと各ＭＲ信号の信号強度|Ｉqi|とを合成することにより得られる画像である。Ａは、係数ai（a0～an）の加算値である。係数aiの値は、抑制したい背景組織のＴ１値、Ｔ２値などに基づいて決定することができる。
先に説明した実施形態（図５参照）は、式（１０）において、a0＝a1＝a2＝１、a3～an＝０、|Ｉq1|＝|Ｉout|、|Ｉq2|＝|Ｉin|の例に相当する。
式（１０）を用いて血管画像Ｃを生成する場合、制御ユニット２５および／又はデータ処理ユニット３１の記録媒体には、式（１０）を用いて血管画像Ｃを生成するための１つ以上の命令又は１つ以上のプログラムが記憶される。この命令又はプログラムは、１つ以上のプロセッサに、式（１０）を用いて血管画像Ｃを生成するための動作を実行させる。制御ユニット２５および／又はデータ処理ユニット３１のプロセッサは、１つ以上の命令又は１つ以上のプログラムを実行することにより、式（１０）を用いて血管画像Ｃを生成する動作を実行することができる。
次に、本実施形態の効果を明確にするために、水画像と血管画像とを生成し、これらの画像を比較した。以下に、画像の比較結果について説明する。
図９は、水画像の一例と、血管画像の一例を示す図である。
水画像では、心臓の近傍の血管部分が欠損されていることが確認できる。一方、血管画像を参照すると、心臓の近傍の血管部分の欠損が改善されていることがわかる。
１０ ＭＲＩ装置
１２ 超電導マグネットユニット
１３ 傾斜磁場コイルユニット
１４ ボディコイルユニット
１５ 表面コイルユニット
１６ 撮影対象
１８ 撮影空間
２０ Ｔ／Ｒスイッチ
２２ ＲＦ駆動ユニット
２３ 傾斜磁場コイル駆動ユニット
２４ データ取得ユニット
２５ 制御ユニット
３１ データ処理ユニット
３２ 操作コンソールユニット
４０ スカウト画像
５０ ＳＡＴパルス
６１、６２、６３、６４、６５、６６ スラブ
７０ データ収集シーケンス部
７１ アウトオブフェーズ信号
７２ インフェーズ信号
８１ プレパレーションパルス部
８２ データ収集シーケンス部
８３ 待ち時間
１６１、１６２ 領域

Claims (15)

  1. 血管を含む撮影部位から、エコー時間が異なる複数のＭＲ信号を受信する磁気共鳴イメージング装置であって、
    前記複数のＭＲ信号を表すデータを含むデジタル信号を処理する1つ又は複数のプロセッサであって、
    前記デジタル信号に基づいて水画像を生成すること、および
    前記水画像と各ＭＲ信号の信号強度とを合成し、前記血管を表す血管画像を生成すること、
    を含む動作を実行する1つ又は複数のプロセッサを含む、磁気共鳴イメージング装置。
  2. 第1のＲＦコイルユニットを駆動する第１の駆動部と、
    傾斜磁場コイルユニットを駆動する第２の駆動部と、
    前記第１の駆動部および前記第２の駆動部を制御する制御ユニットであって、前記撮影部位から前記エコー時間が異なる前記複数のＭＲ信号を発生させるためのパルスシーケンスが実行されるように、前記第１の駆動部および前記第２の駆動部を制御する制御ユニットと
    を含み、
    前記パルスシーケンスが複数のサブシーケンスを含み、
    各サブシーケンスが、
    １つ以上のプリパレーションパルスを含むプリパレーションパルス部と、マルチポイントディクソン法により前記複数のＭＲ信号を収集するためのデータ収集シーケンス部とを含む、請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
  3. 前記サブシーケンスが、前記サブシーケンスの前記データ収集シーケンス部と次のサブシーケンスとの間に、スピンの縦磁化を回復させるための待ち時間を含む、請求項２に記載の磁気共鳴イメージング装置。
  4. 前記プリパレーションパルス部が、背景組織の信号を抑制するプリパレーションパルスを含む、請求項２に記載の磁気共鳴イメージング装置。
  5. 前記血管画像が、動脈の血管画像であり、
    前記プリパレーションパルスが、スラブに隣接する領域内を流れる静脈血の磁化を消失させるためのＳＡＴパルスである、請求項４に記載の磁気共鳴イメージング装置。
  6. オペレータによって操作され、前記撮影部位に前記スラブを設定するための操作信号を入力する入力装置を含み、
    前記プロセッサが、前記領域を位置決めする動作を実行する、請求項５に記載の磁気共鳴イメージング装置。
  7. 前記プロセッサが、前記スラブに対して、ＳＩ方向におけるＳ側において前記スラブに隣接するように、前記領域を位置決めする動作を実行する、請求項６に記載の磁気共鳴イメージング装置。
  8. 前記入力装置から、前記撮影部位に複数のスラブを設定するための操作信号が入力され、
    前記プロセッサが、各スラブに対して、前記領域を位置決めする動作を実行し、
    前記制御ユニットが、前記複数のスラブからＭＲ信号を収集するために前記パルスシーケンスが繰り返し実行されるように、前記第１の駆動部および前記第２の駆動部を制御するための制御信号を生成する、請求項７に記載の磁気共鳴イメージング装置。
  9. 前記マルチポイントディクソン法が、２ポイントディクソン法である、請求項２に記載の磁気共鳴イメージング装置。
  10. 前記複数のＭＲ信号は、アウトオブフェーズ信号およびインフェーズ信号を含む、請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
  11. エコー時間が異なる前記複数のＭＲ信号を受信し、受信したＭＲ信号に対応するアナログ信号を出力する第２のＲＦコイルユニットと、
    前記アナログ信号に基づいて、前記複数のＭＲ信号を表すデータを含むデジタル信号を生成するデータ取得ユニットと、
    を含む、請求項２に記載の磁気共鳴イメージング装置。
  12. 前記1つ又は複数のプロセッサが、以下の式に基づいて前記血管画像を生成する動作を実行する、請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
    Ｃ＝｛a0*Ｗa+ a1*|Ｉq1| + a2*|Ｉq2| + a3*|Ｉq3|+…+ an*|Ｉqn|｝／Ａ
    ただし、Ａ＝a0+ a1+ a2 + a3…+ an

    ここで、 Ｃ：前記血管画像
    Ｗａ：前記水画像
    |Ｉqi|（ｉ＝１～ｎ）：前記複数のＭＲ信号のうちの、ｉ番目に発生するＭＲ信号の信号強度
    ai（ｉ＝０～ｎ）：係数
  13. 前記デジタル信号に基づいて水画像を生成することが、
    前記デジタル信号に基づいて、アウトオブフェーズ画像およびインフェーズ画像を生成すること、および
    前記アウトオブフェーズ画像およびインフェーズ画像に基づいて、前記水画像を生成すること
    を含む、請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
  14. 血管を含む撮影部位から、エコー時間が異なる複数のＭＲ信号を受信すること、
    前記複数のＭＲ信号を表すデータを含むデジタル信号に基づいて水画像を生成すること、および
    前記水画像と各ＭＲ信号の信号強度とを合成し、前記血管を表す血管画像を生成すること、
    を含む、血管画像生成方法。
  15. １つ以上のプロセッサによる実行が可能な１つ以上の命令が格納されている記録媒体であって、前記一つ以上の命令は、前記１つ以上のプロセッサに、
    血管を含む撮影部位から取得したエコー時間が異なる複数のＭＲ信号を表すデータを含むデジタル信号に基づいて水画像を生成すること、および
    前記水画像と各ＭＲ信号の信号強度とを合成し、前記血管を表す血管画像を生成すること、
    を含む動作を実行させる、記録媒体。
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